Struttura dell’apparato

Passiamo ora ad una descrizione pi`u accurata del sistema di contropulsazione passiva, che vediamo schematizzato in Figura 2.11.

Il contropulsatore passivo `e costituito dalla bombola di elio (A), da una sacca di riempi- mento (B), da una siringa che consente un riempimento controllato (C), da un serbatorio per lo smorzamento (D), collegato a un manometro che ne verifica la pressione. Tramite il rubinetto per lo switch attivo-passivo (S) `e collegato alla centralina dell’IABP, al pal- lone aortico, all’ECG e al trasduttore di pressione in aorta.

2.2 Il contropulsatore passivo - PIABP 48

Il contropulsatore, che restituisce segnali di tipo analogico, `e interfacciato con una work- station Light (Spark S.r.l., Bologna, Italia), un sistema di acquisizione di segnali bioelet- trici in grado di effettuare la conversione analogico/digitale di 8 segnali analogici variabili in un range tra -2,5 e +2,5 Volt, a 10 bit. Tale sistema consente di inviare tramite fibra ottica gli andamenti pressori ed elettrocardiografici al PC collegato, con una risoluzione pari a 5mV.

Figura 2.11: Struttura del contropulsatore passivo

Il dispositivo `e gi`a stato utilizzato, dopo i primi test in vitro, su un primo gruppo di dieci pazienti, a seguito dell’approvazione del protocollo di applicazione da parte del comitato etico.

Lo switch tra attivo e passivo consente l’immediata reversibilit`a tra un device e l’altro: il device `e infatti stato studiato appositamente in modo da consentire un passaggio immediato dallo stato di contropulsazione passiva a quello di contropulsazione attiva, a garanzia della massima sicurezza nel caso di applicazione in vivo. Lo switch, facendo riferimento alla pi`u dettagliata figura Figura 2.12, `e realizzato con rubinetto a tre vie. Altri rubinetti analoghi (A, B, C) sono utilizzati lungo la linea in modo da poter isolare tutte le singole componenti, ovvero la siringa, il serbatoio e la sacca di sicurezza. La siringa garantisce un accurato controllo del quantitativo di gas immesso.

La strumentazione utilizzata sia per la precedente esperienza sia per quella oggetto di questo lavoro, consiste in:

ˆ Palloncino (Datascope®) in poliuretano di varie misure, non distensibile, con ca- tetere vascolare a doppio lume per contropulsazione attiva.

ˆ Serbatoio esterno, costituito da una normale sacca per soluzione fisiologica con capacit`a 1000ml, vuota e asciutta.

ˆ Bombola di elio al 99%, ad uso medicale, con capacit`a 5l a 200bar, cui `e stato applicato un apposito riduttore di pressione; l’uscita del riduttore `e collegato ad una sacca di sicurezza in PVC morbido con capacit`a 2l: in questa sacca viene

Figura 2.12: Schema dispositivo

immesso l’elio dalla bombola, tenendo lo scarico a croce chiuso, in modo tale da non collegare direttamente tutto il sistema alla bombola aperta e scongiurare il rischio che un eccesso di pressione danneggi sacca e palloncino.

Capitolo 3

Sperimentazione in vitro

La prima fase del lavoro sperimentale `e consistita in una simulazione in vitro, necessaria per la valutazione dell’efficacia della contropulsazione attiva e passiva in casi patologici. Per poter realizzare misurazioni che consentissero una valutazione quantitativa non ap- prossimata, `e stato necessario costruire un simulatore del sistema pompa-carico. Infatti, la maggior parte degli studi in merito ha incontrato notevoli difficolt`a nella riproduzione di un ventricolo la cui elastanza fosse modificabile, difficolt`a che hanno reso spesso neces- sario l’impiego di ventricoli asportati o di animali, con ovvie problematiche di controllo e di ripetibilit`a delle misure.

Per le simulazioni meccaniche viene solitamente impiegata, come modello di ventricolo, una pompa pulsatile connessa ad una siringa; questa viene collegata, tramite due valvole unidirezionali, ad un modello di aorta e di atrio. Se l’aorta in cui viene riversata la git- tata della siringa `e caratterizzata da una parete elastica ed `e connessa con un condotto a resistenza idraulica variabile, `e possibile ottenere una pulsazione pressoria che bene ricalchi quella fisiologica. Il suo andamento pu`o essere modificato variando lo stroke vo- lume della siringa o il volume e l’elasticit`a della camera, oppure ancora la resistenza del condotto. Questo sistema `e abbastanza funzionale per una serie di simulazioni vascolari, ad esempio per lo studio del comportamento meccanico delle valvole, ma non permette una riproduzione accurata delle varie condizioni di adattamento che vengono a crearsi tra un ventricolo reale ed il sistema arterioso connesso, rendendo quindi difficili anche le valutazioni sul trasferimento energetico, la cui efficienza abbiamo visto essere di grande interesse per il miglioramento di alcune condizioni patologiche.

Figura 3.1: Aorta ad elastanza variabile

Negli studi di Suga e Sagawa a cui abbiamo accennato, il trasferimento di energia tra ventricolo ed arteria risulta fortemente dipendente dalle elastanze istantanee delle due camere, di cui il setup sperimentale appena descritto non `e in grado di simulare la variabilit`a fisiologica. Per ovviare a questo problema ed avvicinarsi ad una rappresen- tazione pi`u realistica si possono chiaramente costruire tubi di diverse forme, dimensioni ed elasticit`a, in grado di riprodurre l’elastanza del sistema arterioso, ma risulta estre- mamente complesso costruire un sistema di pompaggio con elastanze istantanee simili a quelle ventricolari. Per ottenere la possibilit`a di modificare anche l’elastanza ventricolare oltre a quella aortica, si `e pensato di utilizzare un nuovo prototipo che consentisse una variazione continua nei valori di elastanza ventricolare. Questo modello, riportato in Figura 3.2, ha reso possibile il raggiungimento di valori di elastanza anche molto piccoli, che ben simulano condizioni patologiche come insufficienza cardiaca, infarto, etc.

Figura 3.2: Simulatore - struttura

Per ovviare ai problemi elencati prima si `e utilizzato il seguente espediente: una ca- mera elastica, di dato volume e spessore, `e stata collegata all’uscita della siringa, in parallelo alla linea aortica. Questo setup fa s`ı che, durante l’eiezione dalla siringa, il fluido eiettato possa andare sia verso l’arteria sia verso la camera parallela, in base al- l’elastanza reciproca delle due camere. Pi`u alta sar`a l’elastanza della camera parallela, maggiore sar`a il flusso che passa nel ramo aortico. Per poter modificare l’elastanza delle camere sono stati inclusi nel progetto due cilindri che, scorrendo sulle camere, sono in grado di modificarne la rigidit`a in maniera continua.

Il setup proposto necessita, per un corretto funzionamento, di alcune valvole unidire- zionali applicate in zone strategiche: il sistema infatti funziona correttamente durante la sistole, ma rivela delle problematiche durante la diastole. Questo avviene poich`e durante il riempimento della siringa si verifica un ritorno di fluido dalla camera parallela. Per evi-

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tare questo flusso retrogrado `e stata inserita una valvola all’ingresso della camera, mentre resistenza idraulica variabile si trova sull’altro ingresso. Grazie a questi accorgimenti, quando la valvola aortica si chiude al termine dell’eiezione dalla siringa, la costante di tempo del decadimento pressorio arterioso risulta dipendente solo dall’elastanza arteriosa e dalla resistenza idraulica del vaso. Nella fase di riempimento invece, la siringa riceve il fluido sia dal serbatoio che simula l’atrio, sia dalla camera laterale, in base alla pressione della camera e alla resistenza idraulica della connessione. Il valore di questa resistenza deve essere regolata in modo da avere, all’inizio dell’eiezione, la stessa pressione nella camera laterale e nell’aorta. Questo fa s`ı che la costante di decadimento delle due camere sia la stessa, pur avendo complianze differenti.

Con il modello descritto si ottiene un ventricolo con elastanza variabile ed un’arteria con elastanza e resistenza idraulica settabili. Risulta a questo punto possibile misurare il lavoro trasferito all’arteria grazie al prodotto dell’integrale del flusso per la pressione arteriosa, ed il lavoro prodotto dalla siringa, dato dal prodotto pressione-flusso all’uscita della stessa. Questo ci permette di osservare le variazioni nell’efficienza della produzione energetica e del suo trasferimento man mano che vengono a modificarsi l’elastanza ven- tricolare, quella aortica, e la resistenza idraulica.

Per poter eseguire le osservazioni quantitative necessarie, sono stati inseriti all’inter- no del circuito di Figura 3.2 due trasduttori di pressione (P1 e P2) ed un flussimetro (F).

I trasduttori sono stati posizionati uno dopo la valvola aortica e l’altro all’uscita della camera ventricolare, in modo da valutare il valore pressorio nel ventricolo e nell’arteria. I trasduttori, Baxter Edwards TrueWave, sono inseriti nel simulatore tramite dei catete- ri, e sono collegati, all’altra estremit`a, a un circuito di amplificazione e modulazione del segnale, poi connesso al dispositivo di raccolta dati. Il segnale di flusso `e prelevato tra- mite flussimetro Biotrenex BL-610, posizionato subito dopo la valvola aortica, in modo da misurare il flusso in ingresso nell’aorta. Il flussimetro `e poi collegato al dispositivo di registrazione dati.

All’uscita del ramo aortico `e stato inoltre posizionato preventivamente un rubinetto a tre vie, necessario all’inserzione, nella seconda fase della sperimentazione, del catetere del contropulsatore.

3.1

Costruzione e progettazione dell’apparato

Per costruire il modello di aorta e di ventricolo si `e scelto di utilizzare dei tubi di silicone, collegati tra loro tramite altri tubi prefabbricati, di diversi diametri. Sono stati realizzati due tipi di tubo per simulare le due camere: uno pi`u compliante, creato a partire da una lastra di silicone bianco stesa a mano, ed uno pi`u rigido, costruito utilizzando un foglio siliconico prefabbricato, opportunamente tagliato e sigillato. I tubi sono stati dimensionati in modo da entrare a misura all’interno del tubo esterno necessario per una corretta simulazione della parete irrigidita: `e infatti risultato fondamentale il fatto che i tubi elastici fossero sufficientemente stretti da permettere lo scorrimento del tubo rigido esterno, e allo stesso tempo sufficientemente larghi da non permettere alla parete elastica di estendersi in condizioni di pressioni elevate prima di arrivare a contatto con esso.

Figura 3.3: Tubi in silicone

Per poter collegare i tubi al sistema sono stati costruiti degli appositi connettori con la stampante 3D: questi sono stati progettati in modo da avere una delle due estremit`a di diametro pari all’incirca a quella del tubo elastico, mentre l’altra, pi`u stretta, di diametro tale che si incastrasse senza perdite all’interno dei tubi siliconici costituenti il circuito.

Figura 3.4: Connettori

I tubi sono stati poi collegati in maniera ermetica ai connettori utilizzando del teflon. Prima di procedere ad assemblare il setup sperimentale sono stati impostati la lunghezza dei tubi ed il valore della resistenza idraulica necessari per ottenere il range pressorio de- siderato; `e poi stato fondamentale misurare l’elastanza dei due tubi di silicone deputati alla simulazione del ventricolo e dell’aorta, in modo da variarne la lunghezza e la rigidit`a

3.1 Costruzione e progettazione dell’apparato 54

in maniera idonea e pi`u vicina possibile ad una simulazione realistica.

Si `e a questo punto passati alla misurazione dell’elastanza dei tubi prodotti: si `e colle- gata l’entrata del tubo elastico ad una siringa che fosse in grado di aspirare acqua da un contenitore in modo da variare con continuit`a il volume di acqua all’interno del tubo, mentre l’uscita dello stesso `e stato collegata ad un manometro.

Figura 3.5: Setup per il calcolo dell’elastanza

Conoscendo il volume di partenza contenuto all’interno del tubo e tenendo traccia man mano del quantitativo di acqua inseritovi, e registrando corrispondentemente i valori di pressione, si `e potuta graficare la curva di elastanza del tubo: in questo modo `e stato possibile valutarne il range operativo e adattare di conseguenza la lunghezza sia del tubo interno sia di quello esterno. Le curve ottenute corrispondono a varie condizioni di elastanza, dal momento che il tubo esterno `e stato spostato man mano in modo da ricoprire il tubo interno da una lunghezza nulla alla lunghezza complessiva di 20 cm, a step di 5 cm alla volta. Sono quindi state registrate le curve corrispondenti a ∆X = 0, 5, 10, 15, 20cm sia per il tubo bianco sia per quello rosa.

Figura 3.6: Setup per il calcolo dell’elastanza

Come incertezza sulla lettura del manometro viene considerato ±2mmHg, corrispon- dente alla singola tacca. Per quanto riguarda la siringa, la precisione `e di ±1ml. Consi- derando che nel simulatore la gittata cardiaca `e di circa 20 ml e che questa si ripartisce grosso modo 2/3 nell’arteria e 1/3 nel ventricolo, si sono potute a questo punto effettuare

valutazioni quantitative sugli andamenti ottenuti, al fine di scegliere quale dei due tubi fosse pi`u appropriato. Vengono riportati i grafici dell’andamento dell’elastanza ricavata sperimentalmente dai valori di volume e pressione rispettivamente nel tubo rosa e nel tubo bianco.

Figura 3.7: Curve di elastanza del tubo rosa

Il tubo pi`u rigido, lungo circa 30cm, si `e dimostrato gi`a ben adatto a riprodurre l’anda- mento pressione-volume aortico fisiologico: come si pu`o notare dal grafico, considerando una gittata di circa 13 ml e un range pressorio da 80 a 130 mmHg, la curva che meglio si adatta all’intervallo risulta quella blu, corrispondente alla parete rigida non inserita.

Figura 3.8: Curve di elastanza del tubo bianco

Per quanto riguarda il tubo bianco, si pu`o facilmente notare come risulti eccessiva- mente compliante per i nostri scopi, dal momento che i valori pressori fisiologici sono difficilmente raggiungibili anche con grandi variazioni di volume. Si `e dunque optato per utilizzare un secondo tubo rosa anche per la realizzazione del ventricolo. In questo caso la condizione senza parete rigida deve rappresentare il valore minimo di elastanza,

3.1 Costruzione e progettazione dell’apparato 56

dovuto ad una condizione patologica. Di conseguenza, per la simulazione della condi- zione fisiologica si `e scelto di intervenire con l’applicazione della parete rigida esterna, rimuovendo la quale `e possibile ottenere la condizione patologica di ventricolo con ela- stanza diminuita. Per ottenere un range pressorio fisiologico con un ∆V di soli 7 ml si `e scelto di accorciare il tubo in modo da ottenere curve ancora pi`u ripide che meglio rappresentassero la condizione voluta.

Figura 3.9: Curve di elastanza del tubo rosa accorciato

Per la rappresentazione del ventricolo si considera un range pressorio da 0 a 160mmHg che, con una gittata di 7 ml circa risulta descritta in maniera abbastanza realistica dalla curva pi`u ripida.

Dal momento che le curve ottenute per i tubi rosa mostrano andamenti lineari, si sono estrapolate le rette da cui sono stati ricavati i coefficienti angolari, rappresentativi del valore di elastanza media di ogni condizione.

Figura 3.10: Regressione lineare

I coefficienti angolari sono stati quindi plottati insieme al valore di ∆x corrispondente, consentendo in questo modo di ricavare l’andamento dell’elastanza in funzione di ∆x, che, come si pu`o notare in figura, `e pressoch`e lineare (R2 _{= 0, 9946).}

Figura 3.11: Andamento del valore di elastanza

Grazie all’equazione di quest’ultima retta, sar`a possibile ricavare il ∆x necessario per ottenere uno specifico valore di elastanza.